專利名稱：用于磁共振成像的裝置和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振成像裝置和方法，其安裝有無(wú)需使用任何對(duì)比介質(zhì)就能夠區(qū)分開(kāi)動(dòng)脈和靜脈的MR血管造影術(shù)。
背景技術(shù)：
磁共振成像是一種成像方法，其中位于靜磁場(chǎng)中的對(duì)象原子核自旋受到其拉莫爾頻率射頻率信號(hào)的磁激勵(lì)，且圖像由該激勵(lì)產(chǎn)生的磁共振信號(hào)再建。在磁共振成像領(lǐng)域中，一種最近開(kāi)始引人注意的成像方法就是不使用任何對(duì)比介質(zhì)的MR血管造影術(shù)類型。
在MR血管造影術(shù)中，使用流脈沖(flow pulse)以便移失相位(dephase)或重新配相(rephase)指定血流的磁自旋。這樣，指定血流的信號(hào)強(qiáng)度便會(huì)降低或升高。
流脈沖也用于區(qū)分和成像動(dòng)脈和靜脈。作為例子，假定動(dòng)脈是待處理的目標(biāo)。脈沖序列通過(guò)心臟同步化在心臟的舒張期和收縮期執(zhí)行。從而各自產(chǎn)生心臟舒張期圖像和心臟收縮期圖像，并對(duì)其進(jìn)行區(qū)分。這樣，動(dòng)脈便選取出來(lái)。此處的可選取性能夠通過(guò)放大心臟舒張期的動(dòng)脈信號(hào)與心臟收縮期的動(dòng)脈信號(hào)之間的強(qiáng)度差異，并且縮小心臟舒張期的靜脈信號(hào)和心臟收縮期的靜脈信號(hào)之間的強(qiáng)度差異而提高。
出于此目的，根據(jù)血流速度來(lái)優(yōu)化流脈沖強(qiáng)度的時(shí)間積分?jǐn)?shù)值是很重要的。然而因?yàn)榱髅}沖所施加(impressed)的軸線與用于頻率編碼的讀出梯度磁場(chǎng)的軸線相同，所以能夠?yàn)槊}沖序列中的流脈沖余留的瞬時(shí)空間會(huì)受到限制。因此在一些情況中，流脈沖不能以最佳的時(shí)間積分?jǐn)?shù)值施加。選擇地，有時(shí)必須延長(zhǎng)回波時(shí)間以用最佳的時(shí)間積分?jǐn)?shù)值施加流脈沖。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是實(shí)現(xiàn)血液流動(dòng)可提取性高的MR血管造影術(shù)。
在本發(fā)明的一個(gè)方案中，提供的磁共振成像裝置包括射頻(RF)線圈單元，其產(chǎn)生朝向?qū)ο蟮腞F脈沖并接收來(lái)自對(duì)象的MR信號(hào)；梯度磁場(chǎng)線圈，其分別產(chǎn)生用于選片的梯度磁場(chǎng)、用于相編碼的梯度磁場(chǎng)和用于頻率編碼的梯度磁場(chǎng)；運(yùn)算單元，其以MR信號(hào)為基礎(chǔ)產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)；和序列控制器，其控制第二梯度磁場(chǎng)線圈以產(chǎn)生用于移失相位或重新配相該對(duì)象內(nèi)血流自旋的流脈沖，其在與相編碼梯度磁場(chǎng)方向相同的方向上。
本發(fā)明的附加目的和優(yōu)點(diǎn)將在隨后的說(shuō)明中給出，其一部分在說(shuō)明中是顯而易見(jiàn)的，或者可以通過(guò)實(shí)踐本發(fā)明而學(xué)得。本發(fā)明的目的和優(yōu)點(diǎn)可以通過(guò)下文中特別指出的手段和組合而實(shí)現(xiàn)和獲得。


合并在一起并構(gòu)成本說(shuō)明書(shū)一部分的附圖，圖解了本發(fā)明目前的優(yōu)選實(shí)施例，并與上面給出的概要說(shuō)明和下面給出的優(yōu)選實(shí)施例詳細(xì)說(shuō)明一起，用于解釋本發(fā)明的原理。
圖1是顯示根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的磁共振成像裝置結(jié)構(gòu)的簡(jiǎn)圖；圖2是顯示本實(shí)施例中預(yù)(預(yù)備)掃描與成像掃描之間的時(shí)間關(guān)系的圖表；圖3是顯示本實(shí)施例中心臟收縮期成像掃描的圖表；圖4是顯示本實(shí)施例中心臟舒張期成像掃描的圖表；
圖5是顯示本實(shí)施例中差分處理過(guò)程的簡(jiǎn)圖；圖6是顯示本實(shí)施例中脈沖序列的圖表；圖7是顯示本實(shí)施例中不同脈沖序列的圖表；圖8是顯示圖6和圖7中相編碼(PE)方向與血流方向之間關(guān)系的簡(jiǎn)圖；圖9是顯示本實(shí)施例中用于沿著相編碼方向和讀出方向這兩個(gè)方向成像血流分量的脈沖序列的圖表；圖10是顯示本實(shí)施例中用于沿著相編碼方向和讀出方向這兩個(gè)方向成像血流分量的第二脈沖序列的圖表；圖11是顯示本實(shí)施例中用于沿著相編碼方向和讀出方向這兩個(gè)方向成像血流分量的第三脈沖序列的圖表；圖12是顯示本實(shí)施例中用于沿著相編碼方向和讀出方向這兩個(gè)方向成像血流分量的第四脈沖序列的圖表；圖13是根據(jù)流脈沖的類型顯示本實(shí)施例中動(dòng)脈和靜脈信號(hào)強(qiáng)度差異的表格；圖14是顯示本實(shí)施例整體流程的流程圖；圖15是顯示圖14中預(yù)掃描(心臟收縮期)基本脈沖序列的圖表；圖16是顯示圖14中預(yù)掃描(心臟舒張期)基本脈沖序列的圖表；圖17是顯示圖14中預(yù)掃描(心臟收縮期)擴(kuò)展脈沖序列的圖表；和圖18是顯示圖14中預(yù)掃描(心臟舒張期)擴(kuò)展脈沖序列的圖表。
具體實(shí)施例方式
現(xiàn)在參考附圖對(duì)根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例進(jìn)行說(shuō)明。
圖1顯示了根據(jù)本實(shí)施例的磁共振成像裝置的概要結(jié)構(gòu)。該磁共振成像裝置包括對(duì)象患者P躺在其上面的患者床部分，產(chǎn)生靜磁場(chǎng)的靜磁場(chǎng)發(fā)生部分，用于給靜磁場(chǎng)添加定位信息的梯度磁場(chǎng)發(fā)生部分，發(fā)射/接收RF(射頻)信號(hào)的發(fā)射/接收部分，控制整個(gè)系統(tǒng)和圖像再建的控制/計(jì)算部分，測(cè)量作為代表患者P心臟時(shí)相信號(hào)的ECG(心電圖)信號(hào)的心電圖測(cè)量部分，和命令患者P暫時(shí)屏住呼吸的屏氣命令部分。
該靜磁場(chǎng)發(fā)生部分包括例如超導(dǎo)技術(shù)方案的磁體1和向磁體饋給電流的靜磁場(chǎng)電源2。靜磁場(chǎng)發(fā)生部分沿著對(duì)象P能夠?qū)捤刹迦肫渲械膱A柱開(kāi)口(診斷區(qū))的縱向方向(Z-軸方向)產(chǎn)生靜磁場(chǎng)H0。順便提及，在磁體部分中布置墊片線圈(shim coil)14。由后面即將說(shuō)明的主機(jī)6控制的墊片線圈電源15向墊片線圈14饋給電流，從而使靜磁場(chǎng)均勻化?；颊叽膊糠帜軌?qū)⒊休d患者P的桌面反復(fù)插入到磁體1的開(kāi)口內(nèi)。
梯度磁場(chǎng)發(fā)生部分包括構(gòu)建于磁體1內(nèi)的梯度磁場(chǎng)線圈單元3。梯度磁場(chǎng)線圈單元3包括三組(類)x-、y-和z-線圈3x-3z，其用于沿著彼此正交的x-軸、y-軸和z-軸方向產(chǎn)生梯度磁場(chǎng)。梯度磁場(chǎng)部分進(jìn)一步包括梯度磁場(chǎng)電源4，其向x-、y-和z-線圈3x-3z饋給電流。更明確地講，梯度磁場(chǎng)電源4饋給脈沖電流，從而使x-、y-和z-線圈3x-3z在后面即將說(shuō)明的序列發(fā)生器5的控制下產(chǎn)生梯度磁場(chǎng)。
當(dāng)控制從梯度磁場(chǎng)電源4饋給到x-、y-和z-線圈3x-3z的脈沖電流，便能夠通過(guò)組合沿著三個(gè)軸線方向X、Y和Z的梯度磁場(chǎng)而隨意地設(shè)定和改變切片方向上的梯度磁場(chǎng)Gs、相編碼方向上的梯度磁場(chǎng)Gpe和頻率編碼方向(讀出方向)上的梯度磁場(chǎng)Gro等的方向。切片方向、相編碼方向和讀出方向上的梯度磁場(chǎng)都疊置在靜磁場(chǎng)H0上。
發(fā)射/接收部分包括RF(射頻)線圈7，其布置在位于磁體1射線照相區(qū)內(nèi)的患者P的附近，和與RF線圈7相連的發(fā)射器8T和接收器8R。在后面即將說(shuō)明的序列發(fā)生器5的控制下，發(fā)射器8T向RF線圈7饋給拉莫爾頻率RF電流脈沖以激勵(lì)核磁共振(NMR)，而接收器8R接收RF線圈7所收到的MR信號(hào)(射頻信號(hào))。對(duì)接收信號(hào)進(jìn)行各種項(xiàng)目的信號(hào)處理，從而形成相應(yīng)的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)。
進(jìn)一步，控制/計(jì)算部分包括序列發(fā)生器5(也稱作“序列控制器”)、主機(jī)6、運(yùn)算單元10、存儲(chǔ)單元11、顯示單元12和輸入單元13。它們之中，主機(jī)6起到根據(jù)所存儲(chǔ)的軟件程序向序列發(fā)生器5提供脈沖序列信息、并且統(tǒng)一整個(gè)裝置包括序列發(fā)生器5的操作的作用。
序列發(fā)生器5包括CPU和存儲(chǔ)器，它存儲(chǔ)由主機(jī)6發(fā)送來(lái)的脈沖序列信息，從而根據(jù)該信息控制梯度磁場(chǎng)電源4、發(fā)射器8T和接收器8R的系列操作。此處，“脈沖序列信息”是指根據(jù)一系列的脈沖序列操作梯度磁場(chǎng)電源4、發(fā)射器8T和接收器8R所需的所有信息項(xiàng)目，且其含有例如關(guān)于施加在x-、y-和z-線圈3x-3x上的脈沖電流的強(qiáng)度、施加時(shí)間周期和施加時(shí)限的信息項(xiàng)目。此外，序列發(fā)生器5還接收由接收器8R輸出的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)(MR信號(hào))并將該數(shù)據(jù)傳遞給運(yùn)算單元10。
如果應(yīng)用傅立葉轉(zhuǎn)換方法，那么脈沖序列可以是二維(2D)掃描或三維(3D)掃描。此外，關(guān)于脈沖序列的形成，可以采用SE(自旋回波)方法、FE(場(chǎng)梯度回波)方法、FSE(快速SE)方法、EPI(回波平面成像)方法、快速對(duì)稱性SE方法(FASE一種結(jié)合FSE方法和半傅立葉方法的技術(shù))等。
此外，運(yùn)算單元10接收從接收器8R通過(guò)序列發(fā)生器5發(fā)送來(lái)的MR信號(hào)數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)，以便將原始數(shù)據(jù)(也稱作“粗?jǐn)?shù)據(jù)”)布置在傅立葉空間(也稱作“K空間”或“頻率空間”)內(nèi)，并執(zhí)行二維或三維傅立葉轉(zhuǎn)換處理從而將原始數(shù)據(jù)再建成真實(shí)的空間圖像，還執(zhí)行圖像數(shù)據(jù)的合成處理。順便提及，傅立葉轉(zhuǎn)換處理也可以指派給主機(jī)6。
存儲(chǔ)單元11不僅能夠保存原始數(shù)據(jù)和再建圖像數(shù)據(jù)，而且能夠保存經(jīng)過(guò)了各種項(xiàng)目處理的圖像數(shù)據(jù)。顯示單元12顯示圖像。此外，含有操作者所期望的各種參數(shù)、掃描條件、脈沖序列的種類與參數(shù)、和圖像處理方法的信息項(xiàng)目能夠通過(guò)輸入單元13而輸入到主機(jī)6。
此外，還含有一個(gè)語(yǔ)音發(fā)生器19作為屏氣命令單元。語(yǔ)音發(fā)生器19在主機(jī)6的命令下能夠有聲地發(fā)出例如開(kāi)始或結(jié)束屏氣的信息。
進(jìn)一步，心電圖測(cè)量部分包括ECG傳感器17，其粘貼在患者P身體的表面上并捕獲檢測(cè)作為電信號(hào)的ECG信號(hào)，和ECG單元18，其使傳感器信號(hào)經(jīng)歷各種項(xiàng)目的處理包括數(shù)字化處理，并將經(jīng)過(guò)處理的信號(hào)輸出到主機(jī)6和序列發(fā)生器5。當(dāng)用心臟同步化方法執(zhí)行預(yù)掃描和成像掃描時(shí)，主機(jī)6和序列發(fā)生器5使用由心電圖測(cè)量部分產(chǎn)生的測(cè)量信號(hào)。
下面將對(duì)本實(shí)施例的操作進(jìn)行說(shuō)明。在本實(shí)施例中，如圖2所示，在成像掃描之前先進(jìn)行預(yù)掃描(預(yù)備掃描)。預(yù)掃描的目的是調(diào)查成像掃描的最佳掃描條件。首先解釋成像掃描，隨后再解釋預(yù)掃描。
如圖3和4所示，成像掃描通過(guò)利用心臟同步化在心臟收縮期和心臟舒張期內(nèi)執(zhí)行兩次。此外，如圖5所示，由在心臟收縮期內(nèi)獲得的磁共振信號(hào)產(chǎn)生的圖像Isys和由在心臟舒張期內(nèi)獲得的磁共振信號(hào)產(chǎn)生的圖像Idia通過(guò)運(yùn)算單元10進(jìn)行差分。由該差分處理，選取出例如動(dòng)脈作為靶標(biāo)血流，從而減少了靜止部分和靜脈。適合于選取靶標(biāo)血流的條件由預(yù)掃描確定。
此處，當(dāng)例如用動(dòng)脈作為靶標(biāo)血流時(shí)，“最佳條件”就是使動(dòng)脈信號(hào)在心臟收縮期和心臟舒張期之間的差異變大，而靜脈信號(hào)在心臟收縮期和心臟舒張期之間的差異變小的條件。流脈沖(flowpulses)包括提高信號(hào)強(qiáng)度的“重新配相類型”和降低信號(hào)強(qiáng)度的“移失相位類型”?？梢赃x擇如下三種選擇中的任何一種，即采用重新配相類型、采用移失相位類型和不使用流脈沖。進(jìn)一步，當(dāng)采用重新配相類型或移失相位類型的流脈沖時(shí)，要確定流脈沖強(qiáng)度的時(shí)間積分?jǐn)?shù)值。
圖6和7顯示了使用FASE方法的成像掃描中兩種典型類型的脈沖序列。在圖6所示的脈沖序列中，陰影線表示的流補(bǔ)償(流補(bǔ))(flow-comp.)脈沖用作重新配相類型的流脈沖。在圖7所示的脈沖序列中，陰影線表示的流擾亂(流損毀)(flow-spoil)脈沖用作移失相位類型的流脈沖。
眾所周知，F(xiàn)ASE方法將半傅立葉再建應(yīng)用到一次激勵(lì)能夠獲得多個(gè)回波的快速SE方法中。回波信號(hào)從K空間中心(零編碼)附近向其外緣連續(xù)分布。傾倒角(flip angle)為90°的射頻磁場(chǎng)脈沖(激勵(lì)脈沖)與選片梯度磁場(chǎng)脈沖Gs一起施加。之后，當(dāng)傾倒角為180°的射頻磁場(chǎng)脈沖(相顛倒脈沖)反復(fù)施加時(shí)，在頻率編碼(讀出)梯度磁場(chǎng)脈沖Gro的存在下會(huì)重復(fù)獲得回波信號(hào)。因?yàn)榇颂幉捎昧巳S成像，所以回波信號(hào)要通過(guò)梯度磁場(chǎng)脈沖Gpe進(jìn)行相編碼并通過(guò)梯度磁場(chǎng)脈沖Gs進(jìn)行切片編碼。
此處，如圖8所示，相編碼方向PE設(shè)定為基本上與靶標(biāo)血流(此處為動(dòng)脈AR)的方向平行。這樣，動(dòng)脈AR的流動(dòng)方向便能夠無(wú)缺省地成像，從而其成像比相編碼方向PE設(shè)定為與血流方向正交的情況更加清晰。眾所周知，肺部血管或肝門(mén)靜脈所代表的血流的橫向松弛時(shí)間(T2)略短。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，相對(duì)于長(zhǎng)T2的CSF(腦脊髓液)或關(guān)節(jié)液，較短T2的血流會(huì)使信號(hào)的半值寬度變寬?？梢哉f(shuō)，相對(duì)于長(zhǎng)T2的CSF或關(guān)節(jié)液，短T2血液(動(dòng)脈)其每個(gè)像素的寬度顯然同等地沿著相編碼方向變寬了。據(jù)此表明，血液(動(dòng)脈)的整個(gè)圖像在相編碼方向上變得比CSF或關(guān)節(jié)液的圖像更不清晰。
因此，當(dāng)相編碼方向PE設(shè)定為基本上與血流方向相同時(shí)，它能夠無(wú)問(wèn)題地使用，因?yàn)樵谙嗑幋a方向PE上，短T2 液信號(hào)數(shù)值的像素?cái)U(kuò)散(不清晰)程度比長(zhǎng)T2的情況要高，從而強(qiáng)調(diào)了血流。因此，當(dāng)要如上所述地選擇用于心臟同步化的最佳MRA圖像(也就是最佳馳豫時(shí)間)時(shí)，該選擇會(huì)更加容易。
此外，流脈沖，圖6中的流補(bǔ)償脈沖或圖7中的流擾亂脈沖，需要設(shè)定在靶標(biāo)血流的方向內(nèi)。它們能夠通過(guò)相編碼梯度磁場(chǎng)Gpe而形成，因?yàn)橄嗑幋a方向PE設(shè)定為與血流方向相同。
因?yàn)榱髅}沖由相編碼梯度磁場(chǎng)Gpe形成，所以可用的時(shí)間邊際(temporal margin)比先前技術(shù)中通過(guò)頻率編碼梯度磁場(chǎng)Gro形成流脈沖的情況更大，且能夠縮短回波間隔。而且，流脈沖能夠用必需且足以區(qū)分動(dòng)脈和靜脈的強(qiáng)度施加。
順便提及，盡管在上面，流脈沖施加在相編碼方向上從而沿著該方向?qū)ρ鬟M(jìn)行成像，但是也可能如圖9-12的每個(gè)所示，流脈沖不僅施加在相編碼方向Gpe上，也施加在頻率編碼方向Gro上，從而也能夠沿著該方向?qū)ρ鬟M(jìn)行成像。
圖9所顯示的實(shí)例中，與此處相編碼方向Gpe上重新配相類型的流脈沖(流補(bǔ)償)類型相同的流脈沖，施加在頻率編碼方向Gro上。圖10所顯示的實(shí)例中，與此處相編碼方向Gpe上移失相位類型的流脈沖(流擾亂)類型相同的流脈沖，施加在頻率編碼方向Gro上。圖11所顯示的實(shí)例中，與相編碼方向Gpe上的流脈沖類型不同的流脈沖，施加在頻率編碼方向Gro上。更明確地講，重新配相類型的流脈沖(流補(bǔ)償)施加在相編碼方向Gpe上，而移失相位類型的流脈沖(流擾亂)施加在頻率編碼方向Gro上。選擇地，移失相位類型的流脈沖(流擾亂)施加在相編碼方向Gpe上，而重新配相類型的流脈沖(流補(bǔ)償)施加在頻率編碼方向Gro上。在一些情況中，如圖12所示，當(dāng)不施加流脈沖時(shí)會(huì)強(qiáng)調(diào)血流。流脈沖以圖9-12中的哪種方式進(jìn)行施加，其選擇取決于例如身體的部位。舉例說(shuō)明，圖10的方式適合于外周部位，圖11的方式適合于腎靜脈，而圖12的方式適合于胸部。
心臟收縮期圖像Isys和心臟舒張期圖像Idia通過(guò)上述的成像掃描而獲得，且它們以簡(jiǎn)單地或者加權(quán)的方式進(jìn)行差分，借此選取出例如動(dòng)脈作為靶標(biāo)血流，從而得到了減少了靜止部分和靜脈的圖像。適合于選取靶標(biāo)血流的條件由預(yù)掃描確定。如上所述，“最佳條件”用如下的條件定義，在該條件下，靶標(biāo)血流的信號(hào)在心臟收縮期和心臟舒張期之間的差異變得盡可能地大，而非靶標(biāo)血流的信號(hào)在其之間的差異變得盡可能地小。
圖13顯示了動(dòng)脈和靜脈在心臟收縮期和心臟舒張期內(nèi)，相應(yīng)于流脈沖以重新配相類型(流補(bǔ)償)施加的情況、流脈沖以移失相位類型(流擾亂)施加的情況和不施加流脈沖的(原始)情況，各自信號(hào)強(qiáng)度的大致趨勢(shì)。如前所述，在區(qū)分動(dòng)脈和靜脈的“最佳條件”下，靶標(biāo)血流的信號(hào)在心臟收縮期和心臟舒張期之間的差異變得盡可能地大，而非靶標(biāo)血流的信號(hào)在其之間的差異變得盡可能地小。它們根據(jù)靶標(biāo)血液是動(dòng)脈還是靜脈，及其血流的速度而確定。
在本實(shí)施例中，如圖14所示，預(yù)掃描實(shí)際上在成像掃描之前在各種條件下執(zhí)行，并為每組條件產(chǎn)生出心臟收縮期圖像與心臟舒張期圖像之間的差分圖像。進(jìn)一步，操作者(檢查員)可視地檢查這些差分圖像，并且他/她從這些差分圖像中選擇出靶標(biāo)血流和非靶標(biāo)血流之間區(qū)分度最高的圖像。之后，在如下的流脈沖條件下執(zhí)行成像掃描，該條件與用于獲得所選擇圖像原始信號(hào)的脈沖序列的流脈沖條件相同，也就是，施加重新配相類型或移失相位類型流脈沖的條件，或者不使用流脈沖的條件，以及將流脈沖設(shè)定為與梯度磁場(chǎng)脈沖強(qiáng)度相同的條件。
圖15和16顯示了簡(jiǎn)單的預(yù)掃描，而圖17和18顯示了用于設(shè)定詳細(xì)條件的預(yù)掃描實(shí)例。執(zhí)行簡(jiǎn)單預(yù)掃描的目的是為了選擇是應(yīng)用重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，還是應(yīng)用移失相位類型流脈沖(流擾亂)，還是不使用流脈沖(原始)。執(zhí)行詳細(xì)預(yù)掃描的目的是為了選擇適合于流脈沖的強(qiáng)度，以及選擇是應(yīng)用重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，還是應(yīng)用移失相位類型流脈沖(流擾亂)，還是不使用流脈沖(原始)。某種類型的預(yù)掃描由操作者預(yù)先選擇出來(lái)。
無(wú)論任何一種類型，預(yù)掃描都用與成像掃描相同的方法執(zhí)行(此處使用FASE方法)，但遵循二維成像。更明確地講，傾倒角為90°的射頻磁場(chǎng)脈沖(激勵(lì)脈沖)與選片梯度磁場(chǎng)脈沖Gs一起施加。之后，當(dāng)傾倒角為180°的射頻磁場(chǎng)脈沖(相顛倒脈沖)反復(fù)施加時(shí)，在頻率編碼(讀出)梯度磁場(chǎng)脈沖Gro的存在下會(huì)重復(fù)獲得回波信號(hào)。然而與成像掃描不同，預(yù)掃描采用二維成像以縮短預(yù)掃描時(shí)間。因此，回波信號(hào)要通過(guò)梯度磁場(chǎng)脈沖Gpe進(jìn)行相編碼，但它們并不進(jìn)行切片編碼。此外，在預(yù)掃描中，相編碼方向PE設(shè)定為基本上與成像掃描中靶標(biāo)血流(圖8中的動(dòng)脈AR)的方向平行。
通過(guò)該簡(jiǎn)單的類型，如圖15或16所示，使用重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)的二維FASE方法脈沖序列、使用移失相位類型流脈沖(流擾亂)的二維FASE方法脈沖序列和不使用流脈沖的二維FASE方法脈沖序列(原始)，通過(guò)利用心臟同步化在心臟收縮期或心臟舒張期執(zhí)行。
以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用重新配相類型的流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和根據(jù)通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用重新配相類型的流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分(difference)，并且顯示該差分圖像。
類似地，以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用移失相位類型的流脈沖(流擾亂)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用移失相位類型的流脈沖(流擾亂)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
此外類似地，以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其不使用流脈沖，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其不使用流脈沖，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
操作者可視地檢查這三種圖像，并且他/她選擇出靶標(biāo)血流例如動(dòng)脈的選取最清晰的圖像。
成像掃描條件通過(guò)主機(jī)6和序列發(fā)生器5設(shè)定為與所選擇圖像的流條件相同。更明確地講，在選擇如下圖像之間的差分圖像的情況中，即以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用重新配相類型的流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用重新配相類型的流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，成像掃描條件設(shè)定為使用重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)的三維FASE方法脈沖序列。
此外，在選擇如下圖像之間的差分圖像的情況中，即以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用移失相位類型的流脈沖(流擾亂)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用移失相位類型的流脈沖(流擾亂)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，成像掃描條件設(shè)定為使用移失相位類型流脈沖(流擾亂)的三維FASE方法脈沖序列。
進(jìn)一步，類似地，在選擇如下圖像之間的差分圖象的情況中，即以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其不使用流脈沖，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其不使用流脈沖，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，成像掃描條件設(shè)定為不使用流脈沖的三維FASE方法脈沖序列。
另一方面，當(dāng)選擇詳細(xì)設(shè)定類型的預(yù)掃描時(shí)，其進(jìn)程如圖17和18所示。以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為+3，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度三倍的重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為+3，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度三倍的重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為+2，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度二倍的重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為+2，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度二倍的重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為+1，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度為對(duì)比強(qiáng)度的重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為+1，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度為對(duì)比強(qiáng)度的重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
此外，以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其不使用流脈沖，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其不使用流脈沖，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為-1(流動(dòng)壓縮效應(yīng)為+1)，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度為對(duì)比強(qiáng)度的移失相位類型流脈沖(流擾亂)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為-1(流動(dòng)壓縮效應(yīng)為+1)，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度為對(duì)比強(qiáng)度的移失相位類型流脈沖(流擾亂)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為-2(流動(dòng)壓縮效應(yīng)為+2)，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度二倍的移失相位類型流脈沖(流擾亂)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為-2(流動(dòng)壓縮效應(yīng)為+2)，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度二倍的移失相位類型流脈沖(流擾亂)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為-3(流動(dòng)壓縮效應(yīng)為+3)，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度三倍的移失相位類型流脈沖(流擾亂)，在心臟收縮期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，和以通過(guò)二維FASE方法脈沖序列，其使用流補(bǔ)償效應(yīng)為-3(流動(dòng)壓縮效應(yīng)為+3)，即梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度是對(duì)比強(qiáng)度三倍的移失相位類型流脈沖(流擾亂)，在心臟舒張期內(nèi)獲得的回波為基礎(chǔ)再建的圖像，用簡(jiǎn)單的或以加權(quán)的方式加以差分，并且顯示該差分圖像。
操作者可視地檢查這七種圖像，且他/她選擇出靶標(biāo)血流例如動(dòng)脈的選取最清晰的圖像。
成像掃描條件通過(guò)主機(jī)6和序列發(fā)生器5設(shè)定為與所選擇圖像相同的流動(dòng)條件。更明確地講，在選擇相應(yīng)于二維FASE方法脈沖序列，其使用具有任何流補(bǔ)償效應(yīng)的重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)，的差分圖像的情況中，成像掃描條件設(shè)定為使用具有相同流補(bǔ)償效應(yīng)，即相同梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度，重新配相類型流脈沖(流補(bǔ)償)的三維FASE方法脈沖序列。
此外，在選擇相應(yīng)于二維FASE方法脈沖序列，其不使用流脈沖，的差分圖像的情況中，成像掃描條件設(shè)定為不使用流脈沖的三維FASE方法脈沖序列。
進(jìn)一步，在選擇相應(yīng)于二維FASE方法脈沖序列，其使用具有任何流動(dòng)壓縮效應(yīng)的移失相位類型流脈沖(流擾亂)，的差分圖像的情況中，成像掃描條件設(shè)定為使用具有相同流動(dòng)壓縮效應(yīng)，即相同梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度，移失相位類型流脈沖(流擾亂)的三維FASE方法脈沖序列。
順便提及，在詳細(xì)類型預(yù)掃描中獲得的流補(bǔ)償效應(yīng)和流動(dòng)壓縮效應(yīng)的階段數(shù)目能夠由操作者任意地設(shè)定。
正如到此為止所說(shuō)明的，根據(jù)本實(shí)施例，在成像掃描中，相編碼脈沖Gpe基本上沿著靶標(biāo)血流的方向施加，而流脈沖沿著相編碼方向施加，借此便能夠?qū)崿F(xiàn)強(qiáng)調(diào)血流的效果。而且，能夠給流脈沖施加提供時(shí)間邊際，從而縮短回波間隔，并能夠以必需且足以分離動(dòng)脈和靜脈的強(qiáng)度施加流脈沖。
額外的優(yōu)點(diǎn)和修改是熟悉本技術(shù)的人能夠很容易想到的。因此，本發(fā)明更寬廣的方案并不受此處顯示和說(shuō)明的特殊細(xì)節(jié)和代表性實(shí)施例的限制。因此，可以進(jìn)行各種修改而不背離由附屬權(quán)利要求及其等價(jià)物所限定的一般發(fā)明概念的精神和范圍。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，包括RF線圈單元，其產(chǎn)生朝向?qū)ο蟮腞F脈沖，并接收來(lái)自對(duì)象的MR信號(hào)；梯度磁場(chǎng)線圈，其產(chǎn)生分別用于選片的梯度磁場(chǎng)、用于相編碼的梯度磁場(chǎng)和用于頻率編碼的梯度磁場(chǎng)；運(yùn)算單元，其根據(jù)MR信號(hào)產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)；和序列控制器，其控制第二梯度磁場(chǎng)線圈以產(chǎn)生用于使對(duì)象內(nèi)的血流自旋移失相位或重新配相的流脈沖，其方向與相編碼梯度磁場(chǎng)的方向相同。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的磁共振成像裝置，其中流脈沖是流補(bǔ)償脈沖或流擾亂脈沖。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的磁共振成像裝置，其中該序列控制器控制第三梯度磁場(chǎng)線圈以產(chǎn)生其它的流脈沖，其方向與頻率編碼梯度磁場(chǎng)的方向相同。
4.根據(jù)權(quán)利要求3的磁共振成像裝置，其中首先提及的流脈沖是流補(bǔ)償脈沖，而其它流脈沖也是流補(bǔ)償脈沖。
5.根據(jù)權(quán)利要求3的磁共振成像裝置，其中首先提及的流脈沖是流擾亂脈沖，而其它流脈沖也是流擾亂脈沖。
6.根據(jù)權(quán)利要求3的磁共振成像裝置，其中首先提及的流脈沖是流擾亂脈沖，而其它流脈沖是流補(bǔ)償脈沖。
7.根據(jù)權(quán)利要求3的磁共振成像裝置，其中首先提及的流脈沖是流補(bǔ)償脈沖，而其它流脈沖是流擾亂脈沖。
8.根據(jù)權(quán)利要求1的磁共振成像裝置，其中該序列控制器控制第一梯度磁場(chǎng)線圈以產(chǎn)生切片編碼梯度磁場(chǎng)，其方向與選片梯度磁場(chǎng)的方向相同。
9.一種磁共振成像方法，包括如下步驟與用于選片的梯度磁場(chǎng)一起，產(chǎn)生朝向?qū)ο蟮腞F脈沖；產(chǎn)生用于相編碼的梯度磁場(chǎng)；產(chǎn)生用于頻率編碼的梯度磁場(chǎng)；產(chǎn)生用于在對(duì)象內(nèi)使血流自旋移失相位或重新配相的流脈沖，其方向與相編碼梯度磁場(chǎng)的方向相同；接收來(lái)自該對(duì)象的MR信號(hào)；和根據(jù)MR信號(hào)產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9的磁共振成像方法，其中流脈沖是流補(bǔ)償脈沖或流擾亂脈沖。
11.根據(jù)權(quán)利要求9的磁共振成像方法，其中其它流脈沖在與頻率編碼梯度磁場(chǎng)方向相同的方向上產(chǎn)生。
12.根據(jù)權(quán)利要求11的磁共振成像方法，其中其它流脈沖是與首先提及的流脈沖類型相同的流脈沖。
13.根據(jù)權(quán)利要求11的磁共振成像方法，其中其它流脈沖是與首先提及的流脈沖類型不同的流脈沖。
14.根據(jù)權(quán)利要求9的磁共振成像方法，其中用于切片編碼的梯度磁場(chǎng)在與選片梯度磁場(chǎng)方向相同的方向上產(chǎn)生。
15.一種磁共振成像方法，包括如下步驟執(zhí)行預(yù)掃描，其是通過(guò)第一脈沖序列連同RF脈沖、用于選片的梯度磁場(chǎng)、用于相編碼的梯度磁場(chǎng)和用于頻率編碼的梯度磁場(chǎng)一起而執(zhí)行的，第一脈沖序列包括用于移失相位或重新配相對(duì)象內(nèi)血流自旋的流脈沖，第一脈沖序列的流脈沖在與相編碼梯度磁場(chǎng)方向相同的方向上產(chǎn)生；根據(jù)通過(guò)預(yù)掃描而獲得的MR信號(hào)，確定該流脈沖的條件；和執(zhí)行成像掃描，其是通過(guò)第二脈沖序列連同RF脈沖、選片梯度磁場(chǎng)、所述相編碼梯度磁場(chǎng)和頻率編碼梯度磁場(chǎng)而執(zhí)行的，第二脈沖序列包括對(duì)應(yīng)于已確定條件的流脈沖，第二脈沖序列的流脈沖在與相編碼梯度磁場(chǎng)方向相同的方向上產(chǎn)生。
16.根據(jù)權(quán)利要求15的磁共振成像方法，其中在該第二脈沖序列中，用于切片編碼的梯度磁場(chǎng)在與該選片梯度磁場(chǎng)方向相同的方向上產(chǎn)生。
17.根據(jù)權(quán)利要求15的磁共振成像方法，其中該流脈沖強(qiáng)度的時(shí)間積分?jǐn)?shù)值包含在所述流脈沖的條件之中。
18.根據(jù)權(quán)利要求15的磁共振成像方法，其中該流脈沖重新配相類型和移失相位類型之間的差異包含在所述流脈沖的條件之中。
19.根據(jù)權(quán)利要求15的磁共振成像方法，其中該第一流脈沖隨著該流脈沖條件的改變而反復(fù)執(zhí)行。
全文摘要
一種磁共振成像裝置包括RF線圈單元，其產(chǎn)生朝向?qū)ο蟮腞F脈沖，并接收來(lái)自對(duì)象的MR信號(hào)；梯度磁場(chǎng)線圈，其分別產(chǎn)生用于選片的梯度磁場(chǎng)、用于相編碼的梯度磁場(chǎng)和用于頻率編碼的梯度磁場(chǎng)；運(yùn)算單元，其根據(jù)MR信號(hào)產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)；和序列控制器，其控制第二梯度磁場(chǎng)線圈以產(chǎn)生用于移失相位或重新配相該對(duì)象內(nèi)血流自旋的流脈沖，其方向與相編碼梯度磁場(chǎng)的方向相同。
文檔編號(hào)G01R33/54GK1497254SQ20031010075
公開(kāi)日2004年5月19日 申請(qǐng)日期2003年10月8日 優(yōu)先權(quán)日2002年10月8日
發(fā)明者宮崎美津惠 申請(qǐng)人:株式會(huì)社東芝